Estudo das doses absorvida e efetiva com otimização do

os pacientes a menores níveis de radiação, foram realizadas novas medições com o simulador Alderson Rando®, alterando-se os protocolos previamente utilizados na rotina do CIMol.

Para a realização da aquisição de imagem tomográfica com redução dos valores absolutos nos parâmetros técnicos de carga elétrica (mAs), fator que acarreta na redução da dose, foi utilizada a ferramenta ASIR presente no equipamento D-690. O produto final da imagem adquirida com o uso desta ferramenta é uma alteração no índice de ruído da imagem (aumento do ruído), o que resulta em alterações na dose efetiva.

A tecnologia de redução de dose da GE ASIR (Adaptative Statistical Iterative Reconstrution) trabalha com a possibilidade de redução do desvio padrão do ruído no pixel durante a reconstrução da imagem.

A ferramenta ASIR, através da mudança do índice de ruído, pode permitir a redução da média da corrente elétrica (mA) na aquisição de imagens diagnósticas, reduzindo assim a dose efetiva no paciente. Esta ferramenta pode permitir melhoria da detectabilidade de pontos de baixo contraste.

Na prática clínica, o uso de ferramentas como essa pode reduzir a dose do paciente durante a aquisição das imagens da CT, dependendo da tarefa clínica, tamanho do paciente, localização anatômica e prática clínica. E para que ela funcione efetivamente, é necessário que o radiologista determine o índice de ruído que não

68 prejudique o objetivo da imagem, mas que permita uma diminuição na corrente elétrica (mA) utilizada.

Para a utilização dessa ferramenta, devem ser realizados dois scouts do paciente, um com projeção sagital e outro coronal para que, via software, a espessura a ser percorrida pelo feixe de radiação nas diversas regiões do paciente seja calculada e a carga elétrica otimizada para cada posicionamento e incidência do feixe.

Como o D-690 possui programa de modulação automática da corrente elétrica do tubo de raios X, a principal alteração nos protocolos de CT avaliados para a redução da dose foi no parâmetro índice de ruído ou index noise (IN). Valores de IN nominais de 18,5; 21,5; 25,0 e 30,0 foram utilizados para aquisição das imagens e foi realizada a associação entre a dose efetiva resultante do protocolo com a qualidade das imagens adquiridas.O valor ideal do índice de ruído foi aquele que apresentou uma imagem clinicamente satisfatória com o menor nível de dose efetiva.

Para realizar o estudo da variação do ruído nas imagens, utilizou-se o simulador de qualidade de imagens cedido pelo fabricante do equipamento, VCT QA Phantom. O simulador possui duas regiões diferentes, constituídas de acrílico e água deionizada, Figura 14.

69 Figura 14. Simulados VCT QA para estudo da qualidade das imagens em CT, a região I constituída

de acrílico e a região II de água deionizada.

Para avaliar o ruído das imagens, o simulador foi submetido aos mesmos protocolos de aquisição de imagens dos pacientes oncológicos, porém com a função IN alterada, com os valores sugeridos para estudo da redução da dose efetiva. Na Figura 15 é mostrado o sistema de posicionamento do simulador no equipamento de aquisição das imagens. Para este estudo utilizou-se a região preenchida com água.

Figura 15. Simulador VCT QA posicionado para aquisição de imagens com os protocolos que apresentam índice de ruído de 18,5; 21,5; 25 e 30.

70 As imagens adquiridas foram avaliadas com auxílio do software de processamento de imagens ImageJ. Determinou-se o desvio padrão dos pixels em cinco regiões de interesse (ROI) selecionadas nas imagens dos cortes axiais de número 10, 15, 20 e 30, nas posições norte, sul, leste, oeste e central da imagem a pelo menos 2 cm de distância das bordas, conforme mostrado na Figura 16. Para determinar o valor do ruído das imagem com variações no IN, utilizou-se a média dos valores encontrados nos quatro cortes realizados.

Com os valores do desvio padrão dos pixels foi possível avaliar as alterações do ruído na qualidade das imagens através da equação 11:

100 1000 (%)= pixel×

R σ (1110)

onde: R(%) é o ruído da imagem percentualmente e σpixel é o desvio padrão médio dos pixels das cinco ROI avaliadas (BRASIL, 2005).

Figura 16. Exemplo da tela de avaliação do desvio padrão dos pixels das ROI selecionadas para avaliação do ruído da imagem no corte de número 15.

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4.5. Avaliação do risco associado ao uso da tecnologia 18F-FDG PET-CT

para diagnóstico e estadiamento oncológico

Para determinação do risco de indução de câncer causado pela utilização da radiação ionizante na obtenção do diagnóstico oncológico por meio do PET-CT, foram utilizados os coeficientes determinados por Clarke et al. e publicados pelo documento da “National Radiological Protection Board in the UK” (CLARKE, 1980; HUDA, 1985). Esses coeficientes, denominados como fatores de risco, calculam a incidência de efeitos estocásticos em populações irradiadas. A Tabela 6 apresenta os coeficientes do risco estimado para câncer fatal por Sievert e a Tabela 7 para câncer não fatal. Essas estimativas são baseadas no modelo de risco absoluto e assume que não existe limiar linear entre os parâmetros dose e efeitos.

Tabela 6. Coeficientes de risco para câncer fatal.

Órgão Coeficiente de risco (Sv-1)

Mama 2,5.10-3 Pulmão 2,0.10-3 Medula Óssea 2,0.10-3 Tireoide 5,0.10-4 Superfícies ósseas 5,0.10-4 Outros órgãos 5,0.10-3 Pele 1,0.10-4

Tabela 7. Coeficientes de risco para câncer não fatal.

Órgão Coeficiente de risco (Sv-1)

Mama 1,0.10-2

Tireoide 1,0.10-2

Superfícies ósseas 2,5.10-3

Ao determinar as doses efetivas para os exames de diagnóstico oncológico antes e depois da redução das doses efetivas, tornou-se possível determinar a redução do risco de indução de câncer.

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